JPH01160539A - Magnetic resonance method and local coil means for magnetic resonance apparatus - Google Patents
Magnetic resonance method and local coil means for magnetic resonance apparatusInfo
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
（イ）発明の分野
本発明は共鳴している核から信号を受信する磁気共鳴方
法および磁気共鳴装置用局部コイル装置に関するもので
ある。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (a) Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance method for receiving signals from a resonating nucleus and to a local coil arrangement for a magnetic resonance apparatus.
更に詳細に述べれば、本発明は医療用画像化装置に使用
される局部コイル装置であって、前記画像化装置の検査
領域内に生じた共鳴する核から電磁信号を受信する前記
局部コイル装置に関するものでｂる。しかしながら、励
磁共鳴、化学分析、抗囲検層などのようなその他の磁気
共鳴および無線周波数アンテナの用途にも利用できる。More particularly, the present invention relates to a local coil device for use in a medical imaging device, the local coil device receiving electromagnetic signals from resonant nuclei generated within an examination region of the imaging device. Brush up on things. However, it can also be used for other magnetic resonance and radio frequency antenna applications such as excitation resonance, chemical analysis, logging, etc.
（ロ）従来の技術
今までは、例えば身体の全体ならびに一部分と局部コイ
ルを磁気共鳴画像化し、分光化する電磁信号を受信する
のに種々のコイルが位置決めされていた。前記身体の全
体および一部分の電磁信号を受信するコイルには、患者
の全身、または選択された部分からの信号を容易に受信
するように選択された標準寸法がとられていた。(b) Prior Art Until now, various coils have been positioned to receive electromagnetic signals for magnetic resonance imaging and spectroscopy of, for example, the whole body or parts of the body and local coils. The coils for receiving electromagnetic signals for the entire body and portions of the body had standard dimensions selected to readily receive signals from the entire body or selected portions of the patient.
しかしながら患者の寸法は種々様々であるため、前記標
準寸法のコイルを使用した場合、該コイルと患者の画像
化しようとする部分との間には、通常、空間、すなわち
間隙が形成された。However, since patients vary in size, when the standard size coil is used, a space, or gap, is typically created between the coil and the portion of the patient to be imaged.
局部コイル、すなわち面コイルは、その上に導電ループ
を装着した剛性、または可撓性の非導電シートでできて
いる。平坦な剛性コイルは、画像化しようとする患者の
選択された領域に隣接して位置決めし易いように種々の
大きさでつくられていた。このような平坦なコイルを患
者の比較的平坦な部分に隣接して位置決めした場合、そ
の間に生ずる空隙は比較的に低減された。Local coils, or area coils, are made of a rigid or flexible non-conductive sheet with conductive loops mounted thereon. The flat rigid coils were made in various sizes to facilitate positioning adjacent selected areas of the patient to be imaged. When such a flat coil was positioned adjacent to a relatively flat portion of the patient, the air gap created therebetween was relatively reduced.
患者の身体の更に奥の方から発生される信号を受信する
には、直径の大きなループが利用された。前記コイルの
感知領域の深度は、更に複雑な巻線パターンを選択３す
ることによって調整された。しかしながら、そのように
複雑なループ構成を利用しても、単一のループの場合は
かなりの磁気エネルギーが失なわれた。Larger diameter loops were used to receive signals originating from deeper within the patient's body. The depth of the sensing area of the coil was adjusted by selecting a more complex winding pattern. However, even with such complex loop configurations, significant magnetic energy was lost in the case of a single loop.
その他の方法としては、外装に空隙の設けられｆＣ，５
０オームの四分の一波長同軸ケーブルによって前記局部
ケーブルを形成する方法もある。Another method is to provide a void in the exterior fC,5
Another option is to form the local cable by a 0 ohm quarter wavelength coaxial cable.
この四分の一波長のループは、ｎ／２伝送線路で一体に
接続された。The quarter-wavelength loops were connected together with an n/2 transmission line.
前記先行技術による局部コイルの問題点の一つに、試料
すなわち患者と前記コイルとが結合される際それによっ
てコイルのＱが劣化されることがある。前記面コイルが
患者に近接して位置決めされればされるほど、前記結合
の問題は一層重大化する。外装に間隙の設けられた四分
の一波長同軸ケーブルを利用することによってそのよう
な結合が低減されるが、この同軸ケーブルのコイルは負
荷に感応し、患者、すなわち負荷内の変化によってコイ
ルのＱ値、同調、整合、ならびにコイル性能が影響され
た。One of the problems with the prior art local coils is that the Q of the coil is degraded when the sample or patient is coupled to the coil. The closer the surface coil is positioned to the patient, the more severe the coupling problem becomes. Utilizing a quarter-wavelength coaxial cable with a gap in its armor reduces such coupling, but the coils of this coaxial cable are load sensitive, and changes in the patient, i.e., the load, cause changes in the coil. Q factor, tuning, matching, as well as coil performance were affected.
（ハ）発明の目的と特徴
本発明の目的は、上記問題を克服する局部コイル装置を
提供することにある。(c) Object and Features of the Invention An object of the present invention is to provide a local coil device that overcomes the above problems.
本発明の第１の特徴によれば、共鳴する核から無線周波
数信号を受信する以下の局部コイル装置が提供される。According to a first aspect of the invention, there is provided a local coil arrangement for receiving radio frequency signals from a resonating nucleus.
すなわち、被検物の表面に隣接して第１の電流通路を形
成する内部導体と、該内部導体と前記被検物の表面との
間に置かれ、その間にあって少なくとも一つの開口をそ
の中に有し、前記内部導体沿いに、しかも少なくとも一
部分はその周辺に電流通路を形成する外部導体と、前記
内部導体ならびに前記外部導体の隣接する端部を電気的
に接続する接読手段と、および前記内部導体ならびに前
記外部導体のもう一方の隣接する端部に接続し、前記両
溝体と受信機まで延長するケーブルとを相互接続するイ
ンターフェイス手段とから成る上記局部コイル装置が提
供される。That is, an inner conductor forming a first current path adjacent to the surface of the test object, and an inner conductor disposed between the inner conductor and the surface of the test object, with at least one opening formed therein. an outer conductor forming a current path along and at least in part around the inner conductor; and close reading means for electrically connecting adjacent ends of the inner conductor and the outer conductor; A local coil arrangement is provided comprising interface means connected to the other adjacent end of the inner conductor and the outer conductor and interconnecting both channels and a cable extending to the receiver.
本発明の第２の特徴によれば、共鳴する咳から無線周波
数信号を受信する以下の局部コイル装置が提供≧れる。According to a second feature of the invention, there is provided a local coil device for receiving radio frequency signals from a resonant cough.
すなわち、その両端間に少なくとも一つのループを形成
する内部導体と、該内部導体と被検物面との間にあって
前記内部導体の一端の隣接部から前記内部導体に沿って
延長する第１の導電部分と前記内部導体と前記被検物と
の間にあって前記内部導体のもう一方の端の隣接部から
前記内部導体に沿って延長する第２の導電部分とから成
り、前記第１の導電部分と第２の導電部分との間には間
隙が形成されたファラデー遮蔽手段と、および前記内部
導体の一端に接続するゲートと、前記ファラデー遮蔽手
段の第１ならびに第２の導電部分に接続すると共に伝送
ケーブルを介しては受信機に接続するソースと、前記伝
送ケーブルを介して前記受信機に接続するドレインとか
ら成る第１の電界効果トランジスタとを備えた上記局部
コイル装置が提供される。That is, an internal conductor forming at least one loop between both ends thereof, and a first conductor extending along the internal conductor from a portion adjacent to one end of the internal conductor and located between the internal conductor and the surface of the object to be tested. and a second conductive part located between the internal conductor and the test object and extending along the internal conductor from an adjacent part of the other end of the internal conductor, the first conductive part and Faraday shielding means having a gap formed between the second conductive portion and a gate connected to one end of the internal conductor; and a Faraday shielding means connected to the first and second conductive portions of the Faraday shielding means and transmitting A local coil arrangement is provided comprising a first field effect transistor comprising a source connected to a receiver via a cable and a drain connected to the receiver via the transmission cable.
本発明の第３の特徴によれば以下の磁気共鳴方法が提供
される。すなわち、被検物を磁界に置く段階と、被検物
の表面に隣接して内部導体を配置する段階と、電気的不
連続部分をその中に有する外部導体を前記内部導体と前
記被検物との間に前記内部導体と並列に配置する段階と
、前記外部導体をアースに接続する段階と、前記磁界内
の患者の表面と前記内部導体とに隣接して置かれた前置
増幅器に前記内部導体の少なくとも一端を接続する段階
と、前記前置増幅器を無線周波数受信機と接続させる段
階と、前記被検物内の核の磁気共鳴を励起し、無線周波
数共鳴信号が発生されるようにする段階と、前記内部導
体で前記磁気共鳴信号を受信し、該磁気共鳴信号を前記
前置増幅器で増幅し、次いで前記増幅された磁気共鳴信
号を前記受信機に伝送する段階とから成る上記磁気共鳴
方法が提供される。According to a third aspect of the invention, the following magnetic resonance method is provided. That is, placing an object under test in a magnetic field, placing an inner conductor adjacent to the surface of the object, and connecting an outer conductor having an electrically discontinuous portion therein to the inner conductor and the object under test. connecting the outer conductor to ground between the preamplifier and the inner conductor; connecting at least one end of an internal conductor; connecting the preamplifier with a radio frequency receiver; and exciting nuclear magnetic resonance in the test object such that a radio frequency resonance signal is generated. receiving the magnetic resonance signal on the inner conductor, amplifying the magnetic resonance signal with the preamplifier, and then transmitting the amplified magnetic resonance signal to the receiver. A resonance method is provided.
に）発明の効果
本発明の利点は、受信モードで改良されたＳＮ比が得ら
れることである。B) Effects of the invention An advantage of the invention is that an improved signal-to-noise ratio is obtained in the receive mode.
本発明の別の利点は、コイルのＱが改良されることであ
る。Another advantage of the present invention is that the Q of the coil is improved.
本発明の更に別の利点は、局部コイルと被検物量の相互
作用が低減されることである。Yet another advantage of the present invention is that the interaction between the local coil and the analyte volume is reduced.
本発明の更に別の利点は、自己共鳴周波数以上、および
以下の広範囲の周波数に渡って前記局部コイルを作動で
きることである。Yet another advantage of the present invention is that the local coil can be operated over a wide range of frequencies above and below the self-resonant frequency.
本発明のまた別の利点は、前記局部コイルと伝送ケーブ
ルとの間に完全に受動的なインターフェイスが提供され
ることである。Another advantage of the invention is that a completely passive interface is provided between the local coil and the transmission cable.
（ホ）実施例
次に、添付の図面を参照しながら実施例を挙げて本発明
による種々の局部コイル装置について更に詳しく説明す
る。(e) Examples Next, various local coil devices according to the present invention will be described in more detail by way of examples with reference to the accompanying drawings.
第１図に図示の磁気共鳴画像化装置には主磁界発生手段
Ａが備えられているが、該主磁界発生手段Ａは、Ｚ軸に
沿って画像領域を縦方向に通るほぼ均一な主磁界を形成
する。勾配磁界発生手段Ｂは、前記画像領域の主磁界と
直角な磁界勾配を生ずる。磁気共鳴励起手段Ｃは、画像
領域に置かれた患者、すなわち被検物の選択された核に
磁気共鳴を励起する。この共鳴する核は無線周波数磁気
共鳴信号を発生し、該無線周波数磁気共鳴信号は局部コ
イルＤによって受信される。更に詳細に述べれば、前記
面コイルは、画像化しようとする前記被検物の予め選択
された領域に隣接して置かれ、前記予め選択され九当該
領域内の核から発生される磁気共鳴信号を受信するよう
になっている。電子処理回路Ｅは、前記受信された無線
周波数信号を核の密度、緩和時間、位置、核の特性等を
表わす画像表示出力に変換する。The magnetic resonance imaging apparatus illustrated in FIG. 1 is equipped with main magnetic field generating means A, which generates a substantially uniform main magnetic field passing longitudinally through the image area along the Z-axis. form. The gradient magnetic field generating means B generates a magnetic field gradient perpendicular to the main magnetic field in the image area. The magnetic resonance excitation means C excites magnetic resonance in selected nuclei of the patient, ie the object, placed in the image area. This resonant nucleus generates a radio frequency magnetic resonance signal, which is received by local coil D. More specifically, the area coil is placed adjacent to a preselected region of the specimen to be imaged, and is configured to generate magnetic resonance signals generated from nuclei within the preselected region. is set to receive. The electronic processing circuit E converts the received radio frequency signal into an image display output representing the density, relaxation time, position, properties of the nuclei, etc. of the nuclei.
前記主磁界発生手段Ａには磁界制御回路１０と複数の強
磁石１２とが備えられている。勾配磁界制御回路、すな
わち手段１４は、勾配磁界コイル組立て体１６に電流パ
ルスを印加し、前記主磁界に勾配を生ずる。各勾配コイ
ルに印加される前記′ｒｈ流パルスは前記勾配磁界発生
手段Ｂに制御妊れ、前記勾配磁界コイル組立て体１６が
発生する横方向の勾配磁界の角方位を選択する。前記共
鳴励起手段Ｃには、無線周波数（ＲＦ）送信機１８と送
信コイル２０とが備えられており、磁気共鳴を励起する
と共に、該磁気共鳴を行なう無線周波数（ＲＦ ）信号
を送信する。前記局部コイルＤｉ前記１（、Ｆ送信機に
任意に接続し、被検物の隣接領域にＩ’ＬＦパルスを印
加するようにしてもよい。中央処理装置２２は、前記勾
配磁界パルスナラびにＲＦパルスのシーケンス、および
タイミングを調整する。The main magnetic field generating means A is equipped with a magnetic field control circuit 10 and a plurality of strong magnets 12. A gradient field control circuit or means 14 applies current pulses to the gradient field coil assembly 16 to create a gradient in the main field. The 'rh current pulses applied to each gradient coil are controlled by the gradient field generating means B to select the angular orientation of the transverse gradient field generated by the gradient coil assembly 16. The resonance excitation means C is equipped with a radio frequency (RF) transmitter 18 and a transmitting coil 20, and excites magnetic resonance and transmits a radio frequency (RF) signal for performing the magnetic resonance. The local coil Di1 (1) may be optionally connected to the F transmitter to apply the I'LF pulse to the adjacent region of the test object. Adjust the sequence and timing.
被検物内の核の緩和により放出された信号は、静磁界の
方向に垂直な面、すなわちＺ軸に垂直なｘ−ｙ面にのみ
成分を有する。従って、前記ｘ−ｙ面と交差する局部コ
イルの導体によってのみ磁気共鳴信号が検出される。ｘ
−ｙ面からのＲＦ倍信号、交差するコイルセグメントの
Ｚ軸に沿って同様のＲＰｉ流を生ずる。The signal emitted by the relaxation of the nucleus within the specimen has components only in the plane perpendicular to the direction of the static magnetic field, that is, the xy plane perpendicular to the Z axis. Therefore, magnetic resonance signals are detected only by the conductors of the local coils that intersect the xy plane. x
- RF multiplied signal from the y-plane, producing similar RPi currents along the Z-axis of the intersecting coil segments.
高周波数の磁気共鳴で前記導体は被検物との相互作用を
増大させ、その結果Ｑの負荷を生じ、感度を低下させる
。送信機として使用した場合、前記局部コイルのＺ軸の
導体を通過したＲＦｔ流パルスはｘ−ｙ面に磁界を生ず
る。ｘ−ｙ面以外の磁気共鳴信号成分、すなわちＺ軸の
信号成分は、雑音にのみ起因する。従って、Ｚ軸の几Ｆ
磁界成分を受けないようにすることが望ましい。At high frequencies of magnetic resonance, the conductor increases its interaction with the analyte, resulting in a Q loading and reduced sensitivity. When used as a transmitter, an RFt current pulse passed through the Z-axis conductor of the local coil creates a magnetic field in the x-y plane. Magnetic resonance signal components other than the x-y plane, ie, the Z-axis signal component, are due only to noise. Therefore, the Z axis F
It is desirable to avoid receiving magnetic field components.
前記局部コイルＤには、第１の導体、すなわち内部導体
３０が備えられており、当該領域に隣接する前記被検物
の表面に沿って電流通路、すなわちループを形成する。The local coil D is provided with a first conductor, ie, an inner conductor 30, which forms a current path, ie, a loop, along the surface of the object adjacent to the region of interest.
第２の導体、すなわち外部導体（ファラデー シールド
）３２は、前記内部導体の周辺に並列に延長している。A second conductor, an outer conductor (Faraday shield) 32, extends in parallel around the periphery of the inner conductor.
電気相互接続手段３４は、前記内部および外部導電体双
方の一端を相互に接続させる。インターフェイス回路３
６は、前記局部コイル、特に前記内部および外部導体双
方のもう一方の端を可撓性の伝送ケーブル３８と結合さ
せる。Electrical interconnect means 34 interconnect one end of both the inner and outer electrical conductors. Interface circuit 3
6 couples the other ends of the local coil, particularly both the inner and outer conductors, with a flexible transmission cable 38.
前記可撓性の伝送ケーブル３８は、遠隔に位置決めされ
た処理回路Ｅに前記局部コイルを接続する。更に詳細に
述べれば、前記局部コイルから受信した無線周波数信号
を無線周波数受信機４０に伝送する。画像化装置４２は
、受信した前記磁気共鳴信号からの画像表示出力と、お
よび中央処理装置２２からの磁界制御／タイミング情報
とを再構成する。前記電子画像表示出力は、ビデオ監視
装置、またはその他の表示手段４４によって読取９可能
な表示出力に変換してもよい。The flexible transmission cable 38 connects the local coil to a remotely located processing circuit E. More specifically, the radio frequency signals received from the local coils are transmitted to a radio frequency receiver 40. Imaging device 42 reconstructs the image display output from the received magnetic resonance signals and magnetic field control/timing information from central processing unit 22 . The electronic image display output may be converted to a display output that can be read 9 by a video monitoring device or other display means 44.
第２図および第３図に図示の局部コイルは、それ自体閉
じられた同軸構成の導体ループである。該ループの一端
で前記内部導体、すなわち中央の導体３０は、前記外部
導体３２に短絡される（口）。更に本実施例の特徴とし
て、前記外部導体は間隙、すなわち開口５０で不連続と
なる鋼管のセグメント３２から成る。前記内部導体３０
は、誘電絶縁体５２により外部導体３２から隔絶された
同軸ケーブルの中心にある磁心である。前記内部導体の
もう一方の端部は信号出力となり、かつ前記外部導体３
２は電気的に相互接続されると共に、アース５４にも接
続てれる。前記コイルの両端は前記インターフェイス回
路３６に隣接して置かれ、前記間隙５０はその正反対側
に置かれる。The local coils illustrated in FIGS. 2 and 3 are themselves conductor loops in a closed coaxial configuration. At one end of the loop the inner conductor, ie the center conductor 30, is shorted to the outer conductor 32 (mouth). A further feature of this embodiment is that the outer conductor consists of segments 32 of steel tubing that are discontinuous at gaps or openings 50. The inner conductor 30
is the magnetic core at the center of the coaxial cable separated from the outer conductor 32 by a dielectric insulator 52. The other end of the inner conductor serves as a signal output, and the other end of the outer conductor 3
2 are electrically interconnected and also connected to ground 54. Both ends of the coil are placed adjacent to the interface circuit 36 and the gap 50 is placed diametrically opposite thereto.
前記同軸ケーブルの自己共鳴は、かなりの部分を前記内
部導体のインダクタンスと前記中央の導体の前記外装に
対する分路キャパシタンスとに左右される。この分路キ
ャパシタンスを低減すると、コイルの自己共鳴とＱ値と
が増大する。前記分路キャパシタンスは、外部導体の直
径を増大するか、または内部導体の絶縁体５２の誘電定
数を下げることによって低減することができる。所与の
導体の形状に対する速度係数が高い誘電体は、特性イン
ピーダンスと、通常はＱ値とを増大する。空気は適当な
高速度の誘電体であり、通常の場合、高誘電定数、よっ
て低速度係数を有する物質よシ損失が少ない。The self-resonance of the coaxial cable depends in large part on the inductance of the inner conductor and the shunt capacitance of the center conductor to the sheath. Reducing this shunt capacitance increases the self-resonance and Q factor of the coil. The shunt capacitance can be reduced by increasing the diameter of the outer conductor or lowering the dielectric constant of the inner conductor insulation 52. A dielectric with a high velocity coefficient for a given conductor geometry increases the characteristic impedance and usually the quality factor. Air is a suitable high velocity dielectric and typically has lower losses than materials with a high dielectric constant and therefore a low velocity coefficient.
次に、前記第２図と共に第４図についても説明する。前
記インターフェイス回路３８には、可変コンデンサ６０
が備えられており、コイルの共鳴周波数を調整する。コ
イルがその並列自己共鳴周波数以上で作動された場合、
前記コイルは作動周波数における容量性リアクタンスと
なる。この容量性リアクタンスを打消すため内部および
外部導体に渡って前記可変コンデンサ６０と並列にイン
ダクタ６２が接続されており、前記コイルを共鳴に同調
させる。前置増幅器６４には、共通ソース構成で接続さ
れた単一の接合電界効果トランジスタ６６が設けられて
いる。Next, FIG. 4 will be explained together with FIG. 2. The interface circuit 38 includes a variable capacitor 60.
is equipped to adjust the resonant frequency of the coil. If the coil is operated above its parallel self-resonant frequency,
The coil becomes a capacitive reactance at the operating frequency. An inductor 62 is connected across the inner and outer conductors in parallel with the variable capacitor 60 to counteract this capacitive reactance and tune the coil to resonance. Preamplifier 64 is provided with a single junction field effect transistor 66 connected in a common source configuration.
すなわち、内部導体３０は前記トランジスタのゲートと
接続している。前記ソースは、前記コンデンサおよびイ
ンダクタの一端と同じように、アース５４と接続してい
る。ドレインは伝送ケーブル３８と接続し、そこから電
力（直流バイアス）を受ける。共通ソースの構成により
前記電界効果トランジスタを接続することによって、前
記高インピーダンスの局部コイルが高インピーダンスの
負荷になると共に、低インピーダンスのケーブル（通常
５０オーム）を駆動できるようになる前記トランジスタ
からの前置増幅された出力は、伝送ケーブル３８の一対
の同軸リード線を介し直流バイアスを重畳されて伝送さ
れる。コイルとアース間には一対の高速切換ダイオード
６８が背中合わせに接続されており、ＲＦパルスを送信
している間過度のＲＦｉＪ圧から前記電界効果トランジ
スタを保護するようになっている。That is, the internal conductor 30 is connected to the gate of the transistor. The source is connected to ground 54, as is one end of the capacitor and inductor. The drain is connected to the transmission cable 38 and receives power (DC bias) therefrom. Connecting the field effect transistors in a common source configuration allows the high impedance local coil to become a high impedance load and drive a low impedance cable (typically 50 ohms) from the transistor. The amplified output is transmitted via a pair of coaxial lead wires of the transmission cable 38 with a DC bias superimposed thereon. A pair of fast switching diodes 68 are connected back-to-back between the coil and ground to protect the field effect transistor from excessive RFiJ pressure while transmitting RF pulses.
この構成により、前記局部コイルＤは、前記可変コンデ
ンサ６０と、および必要性に応じて前記インダクタ６２
とによって、選択された周波数にトリムされた並列共鳴
構造になる。前記ファラデー遮蔽によって、前記コイル
はその環境からの静電界をあまシ感知しないようになっ
ている。更に、コイルの内部導体と外部導体との間には
、ＲＦ共鳴励起信号のような、外部の手段でコイルが励
起されることにより発生した静電界がかなり台筐れてい
る。前記コイルは、その外部導体、すなわち外装が閉ル
ープではないため外側から内部ループが見えるようにな
っており、その環境と磁気的に結合している。With this configuration, the local coil D is connected to the variable capacitor 60 and, if necessary, to the inductor 62.
resulting in a parallel resonant structure trimmed to a selected frequency. The Faraday shielding renders the coil less sensitive to electrostatic fields from its environment. Furthermore, between the inner and outer conductors of the coil there is a significant electrostatic field generated by excitation of the coil by external means, such as an RF resonant excitation signal. The coil is magnetically coupled to its environment, with its outer conductor or sheath not being a closed loop so that the inner loop is visible from the outside.
コイルの置かれたＸ−Ｚ面に垂直な入射磁界は、コイル
の出力にかかる電位を生ずる。前記コイルの出力は前記
トランジスタ６６のゲートに印加されるが、この電位レ
ベルは、コイルのＱ値の平方根に比例し、そのＱ値によ
シ増大される。前記コイルのＱ値は、静電結合ではなく
コイルと試料の磁気結合で減衰きれるため、利用可能な
信号は同じ大きさの通常のコイルで得られるものより大
である。更に、前記静電界は固定されたコイル幾何学的
形状の外側とは結合しないため、試料によシコイルの同
調が影響されることはあまシない。An incident magnetic field perpendicular to the X-Z plane in which the coil lies produces a potential across the output of the coil. The output of the coil is applied to the gate of the transistor 66, the potential level of which is proportional to and multiplied by the square root of the Q value of the coil. Because the Q factor of the coil is attenuated by magnetic coupling between the coil and the sample rather than by capacitive coupling, the available signal is greater than that obtained with a conventional coil of the same size. Furthermore, because the electrostatic field does not couple outside the fixed coil geometry, the tuning of the coil is less likely to be affected by the sample.
前記コイルに対し、前記トランジスタ６６の入力は前記
コイルのＱ値に対するトランジスタの影ａｔ最小化する
開−路に近い開路になる。更に、インピーダンスの整合
も不要である。前記コイルは、実際には負荷に電力を供
給しない。For the coil, the input of the transistor 66 is close to an open circuit which minimizes the effect of the transistor on the Q value of the coil. Furthermore, no impedance matching is required. The coil does not actually supply power to the load.
電界効果トランジスタの入力インピーダンスは、共鳴で
コイルの等価並列抵抗になるが、これは当然Ｑ値の関数
である。トランジスタはコイルに隣接しているため、ト
ランジスタの雑音指数と熱雑音とによって形成される等
価雑音入力電圧は、広範囲のインピーダンスに渡って前
記負荷されたＱ値によシ形成されたコイルインピーダン
スに追従する。前記トランジスタとしては、最適雑音指
数に対するＩＤ仕様と同程度のＩＤ５Ｓを有するように
選択された電界効果トランジスタが望ましい。The input impedance of a field effect transistor becomes the equivalent parallel resistance of the coil due to resonance, which is naturally a function of the Q value. Because the transistor is adjacent to the coil, the equivalent noise input voltage formed by the transistor's noise figure and thermal noise follows the coil impedance formed by the loaded Q factor over a wide range of impedances. do. The transistor is preferably a field effect transistor selected to have an ID5S comparable to the ID specification for the optimum noise figure.
受信機４０に関連して直流電源７ｏが設けられてお）、
伝送ケーブル３日の同軸リード線に直流バイアスを印加
する。更に詳細に述べれば、前記伝送線路には減結合イ
ンピーダンス７４を介して直流バイアス電圧を源７２が
重畳される。A DC power supply 7o is provided in connection with the receiver 40),
Apply DC bias to the coaxial lead wire of the transmission cable. More specifically, a DC bias voltage source 72 is superimposed on the transmission line via a decoupling impedance 74.
直流阻止コンデンサ７６は、前記の直流バイアス電圧が
受信機４０の入力段に達しないようにする。A DC blocking capacitor 76 prevents the aforementioned DC bias voltage from reaching the input stage of the receiver 40.
第５図に図示の外部導体３２は、静電界の損失を防ぐた
め内部導体３０ｔ−完全に取シ囲む必要のない導体であ
る。それよりも、被検物の表面側の内部導体を部分的に
包囲すれば十分遮蔽できることが判った。The outer conductor 32 shown in FIG. 5 is a conductor that does not need to completely surround the inner conductor 30t to prevent electrostatic field losses. Rather, it has been found that sufficient shielding can be achieved by partially surrounding the internal conductor on the surface side of the test object.
第６図に図示のインターフェイス回路３６は、中間磁界
画像化装置および低周波数の用途に特に有用な受動イン
ターフェイスである。該受動インターフェイスは、同調
、すなわちコイルとインターフェイスの共鳴周波数を調
整し、共鳴信号の中心周波数を整合する同調コンデンサ
６０を備えている。該同調コンデンサ６０は、ケーブル
３８に電圧を重畳することによって前記コイル装置を遠
隔操作により任意に同調できるようにしてもよい。整合
コンデンサ７８は、（例えば５０オームの）前記ケーブ
ル３８のインピーダンスを前記コイルに整合させる。前
記整合コンデンサにインダクタを並列に接続し、コイル
の自己共鳴周波数を増分させてもよい。The interface circuit 36 illustrated in FIG. 6 is a passive interface that is particularly useful for intermediate field imaging devices and low frequency applications. The passive interface includes a tuning capacitor 60 that tunes, ie adjusts the resonant frequency of the coil and interface, matching the center frequency of the resonant signal. The tuning capacitor 60 may allow the coil arrangement to be arbitrarily tuned remotely by superimposing a voltage on the cable 38. A matching capacitor 78 matches the impedance of the cable 38 (eg, 50 ohms) to the coil. An inductor may be connected in parallel to the matching capacitor to increase the self-resonant frequency of the coil.
第７図に図示のインターフェイス回路３６は、受動イン
ピーダンス整合回路網と能動減結合装置とを備えている
。この能動減結合装置には、ＰＩＮダイオード８０．８
２が備えられており、選択的に局部コイルを前記ケーブ
ルから減結合する。特に、正の直流バイアス（電流）が
ケーブル３８のリード線上に重畳されると、前記ダイオ
ードはバイアスがかけられ、ｌ０ＬＦ信号に対する非常
に低いインピーダンスになる。ダイオード８２は、実際
にコイルを短絡させ、それを減共鳴させる。′ダイオー
ド８０Ｆｉ、実際にコンデンサ８４とインダクタ８６と
を並列接続する。The interface circuit 36 shown in FIG. 7 includes a passive impedance matching network and an active decoupling device. This active decoupling device includes a PIN diode 80.8
2 are provided to selectively decouple local coils from said cable. In particular, when a positive DC bias (current) is superimposed on the cable 38 lead, the diode becomes biased and presents a very low impedance to the 10LF signal. Diode 82 actually shorts the coil, making it deresonant. 'Diode 80Fi, actually connects capacitor 84 and inductor 86 in parallel.
前記インダクタは、前記動作周波数でコンデンサ８４を
並列共振させ、装置の残りの部分から前記コイルを実際
に減結合するように選択てれる。ケーブル３日に負の電
圧が重畳されると、前記ダイオードはバイアスを除去さ
れ、前記コイルはピックアップコイルとして作動する。The inductor is selected to cause capacitor 84 to resonate in parallel at the operating frequency, effectively decoupling the coil from the rest of the device. When a negative voltage is superimposed on the cable 3, the diode is debiased and the coil operates as a pick-up coil.
前記装置の性能を最適化するため、その容量を遠開操作
で調整できるバラクタ−８８が使用される。図示の実施
例の場合、前記バラクタ−にバイアスをかけ、ケーブル
３８に印加畑れる負のバイアスを調整して容量を調整す
るようになっている。第４図に図示のインダクタ６２と
同じインダクタを任意に付加して自己共鳴周波数全局め
でもよい。作動中、走査装置が磁気共鳴を励起している
時、ケーブル３８には正の直流バイアスがかけられる。To optimize the performance of the device, a varactor 88 is used whose capacity can be adjusted remotely. In the illustrated embodiment, the capacitance is adjusted by biasing the varactor and adjusting the negative bias applied to the cable 38. An inductor similar to the inductor 62 shown in FIG. 4 may be optionally added for all self-resonant frequency stations. In operation, when the scanning device is exciting magnetic resonance, cable 38 is subjected to a positive DC bias.
磁気共鳴信号を受信しようとする場合は、前記インター
フェイス回路の共鳴周波数を中心共鳴周波数と整合させ
ると共に、コイルと出力負荷（本実施例では愛機４０）
間のインピーダンスを整合するように選択された振幅を
有する負のバイアスがかけられる。When attempting to receive a magnetic resonance signal, the resonant frequency of the interface circuit is matched with the center resonant frequency, and the coil and output load (in this example, the main unit 40) are adjusted.
A negative bias is applied with an amplitude selected to match the impedance between.
第８図において、第１図〜第６図に図示の本実施例のイ
ンダクタ６２によって、大型の局部コイルがそれらの自
己共鳴周波数以下でも作動できるようにしている。また
、前記自己共鳴周波数以下での動作が、コンデンサ９０
．９２を内部導体３０と直列に接続して、可能である。In FIG. 8, the inductor 62 of the present embodiment illustrated in FIGS. 1-6 allows large local coils to operate below their self-resonant frequency. Further, the operation below the self-resonance frequency is caused by the capacitor 90
．． 92 in series with the inner conductor 30.
本実施例では、前記間隙、すなわち開口５０とコイルの
両端とのほぼ中間に別の間隙を付加し、コンデンサ９０
．９２を接続するアクセスを与えている。導電スリーブ
のような電気コネクタ９４は、前記コンデンサのアクセ
ス間隙を電気的に連続させる。もちろん、他のコンデン
サを多数設置してもよい。例えば、コイルの回りに更に
多くのコンデンサを対称、または非対称に配列してもよ
い。また、その他の構成を利用して前記コンデンサ、全
管状部または溶接による管状部、金属製リード線などに
隣接する前記外部導体の′電気的連続性を維持してもよ
い。このようにして内部導体３０および外部導体３２間
の平均電圧が低減され、それによって、ＲＦ周波数の分
配によるコイル内の静電界の損失が低減される。In this embodiment, another gap is added approximately halfway between the gap, that is, the opening 50 and both ends of the coil, and the capacitor 90
．． 92 has been granted access to connect. An electrical connector 94, such as a conductive sleeve, electrically connects the capacitor access gap. Of course, many other capacitors may be installed. For example, more capacitors may be arranged symmetrically or asymmetrically around the coil. Other configurations may also be used to maintain electrical continuity of the external conductor adjacent the capacitor, full or welded tubular section, metal leads, and the like. In this way, the average voltage between the inner conductor 30 and the outer conductor 32 is reduced, thereby reducing electrostatic field losses within the coil due to RF frequency distribution.
第９図には、局部コイルの自己共鳴周波数を増大する平
衡コイルの構成が示しである。更に詳細に述べれは、中
央の導体３０の両端は双方共インターフェイス回路３６
と接続している。FIG. 9 shows a balanced coil configuration that increases the self-resonant frequency of the local coil. More specifically, both ends of the center conductor 30 are connected to an interface circuit 36.
is connected to.
前記内部導体の両端には調整可能な同調リアクタンス６
０が接続されており、前記コイルの共鳴周波数に同調す
る。更に、前記内部導体の両端は、保設ダイオードアレ
ー６８によってアースと外部導体とに接続している。前
記内部導体の両端は、一対の電界効果トランジスタ６６
ａ。An adjustable tuning reactance 6 is provided at both ends of the inner conductor.
0 is connected and tuned to the resonant frequency of the coil. Additionally, both ends of the inner conductor are connected to ground and to the outer conductor by a storage diode array 68. Both ends of the internal conductor are connected to a pair of field effect transistors 66.
a.
６６ｂの各ゲートに夫々接続している。前記電界効果ト
ランジスタは、共通ソース構成で接続されている。前記
ソースはアースと接続し、ドレインはバラン９８と接続
している。前記バランは、前記平衡コイル構成を不平衡
伝送ケーブル３日と整合させる。66b, respectively. The field effect transistors are connected in a common source configuration. The source is connected to ground, and the drain is connected to a balun 98. The balun matches the balanced coil configuration with an unbalanced transmission cable.
第１０図に図示の前置増幅器６４には、別の固体素子配
列が設けられている。ＭＯ８％界効果トランジスタを利
用することによって高インピーダンス（よって、更に高
いコイルのＱ値）が得られ、それによって、コイルに対
する負荷の ｌレベルが低い場合、ＳＮ比の利得がかな
シ増大される。この第１０図に図示の実施例の場合、双
ゲー）ＭＯ８電界効果トランジスタ１００には前記内部
導体と接続するゲート１０２が設けられている。別のゲ
ート１０４は減結合回路１（３６に接続されており、該
減結合回路によってドレイン電源から第２のゲートバイ
アスが発生される。The preamplifier 64 shown in FIG. 10 is provided with another solid state component arrangement. By utilizing MO8% field effect transistors, a high impedance (and thus a higher coil Q factor) is obtained, which significantly increases the signal-to-noise ratio gain at low levels of loading on the coil. In the embodiment shown in FIG. 10, a dual-gate MO8 field effect transistor 100 is provided with a gate 102 connected to the internal conductor. Another gate 104 is connected to a decoupling circuit 1 (36) by which a second gate bias is generated from the drain supply.
第１１図に図示の一対の交差したダイオード１１０は外
部導体の間隙５０を短絡させる。大振幅の入射ＲＦ電磁
界は全て前記交差したダイオードを導通させ、よって前
記間隙を短絡し、前記内部導体が前記ＲＦ磁界にさらさ
れないようにする。このようにして、ピックアップルー
プ３０を几Ｆ磁気共鳴励起磁界から隔絶することができ
る。A pair of crossed diodes 110, shown in FIG. 11, short the outer conductor gap 50. Any large amplitude incident RF field will cause the crossed diodes to conduct, thus shorting the gap and preventing the inner conductor from being exposed to the RF field. In this way, the pickup loop 30 can be isolated from the F magnetic resonance excitation field.
本発明によって、サドルコイル、ソレノイドコイル、ヘ
ルムホルツ対コイルなどのような種種の幾何学的なコイ
ル形状が提供されることが判る。It will be appreciated that a variety of geometric coil shapes are provided by the present invention, such as saddle coils, solenoid coils, Helmholtz pair coils, and the like.
第１図は本発明による第１の局部コイル装置を組込んだ
磁気共鳴画像化装置であり、第２図は前記第１の局部コ
イル装置の平面図であり、第３図は前記第２図の線３−
３における断面図であり、第４図は前記第１の局部コイ
ル装置の１気的インターフェイス回路を示す図であシ、
第５図は本発明による第２の局部コイル装置の前記第３
図の断面図に対応する部分的断面図であり、第６図は受
動的インターフェイス回路を組込んだ本発明による第３
の局部コイル装置を示す図であり、第７図は能動的イン
ターフェイス回路を組込んだ本発明による第４の局部コ
イル装置の部分図であり、第８図は本発明による第５の
局部コイル装置の部分図であり、第９図は平衡コイル構
成を有する本発明による第６の局部コイル装置を示す図
であり、第１０図は本発明による第７の局部コイル装置
を示す図であり、かつ第１１図は本発明による第８の局
部コイル装置の部分図である。
図中、１０Ｆｉ磁界制御回路、１２は強力磁石、１４は
勾配磁界制御回路、１６は勾配コイル、１日は無線周波
数送信機、２ｏは送信コイル、２２は中央処理装置、３
０は内部導体、３２は外部導体、３４は電気相互接縮手
段、３６は電気インターフェイス回路、３８ｆｉ可撓性
伝送ケーブル、４０は無線周波数受信機、４２は画像化
装置、４４は表示装置、５０は開口、５２は誘電絶縁体
、５４はアース、６０は可変コンデンサ、６２はインダ
クタ、６４は前置増幅器、６６は接合電界効果トランジ
スタ、７０１１″を直流を源、７２は直流バイアス電圧
源、７４は減結合インピーダンス、７６は直流阻止コン
デンサ、７８は整合コンデンサ、８０および８２はＰＩ
Ｎダイオード、８４はコンデンサ、９ｏおよび９２は接
続コンデンサ、９４は電気コネクタ、９８はバラン、１
００は双ゲートＭＯ８電界効果トランジスタ、１０２お
よび１０４はゲート、１ｏ６は減結合回路、１１０は交
差ダイオード対、を夫々示す。
特許出願人 ビカー インターナショナルインコーホ
レイテッド
ＦＩＧ、２
Ｆ Ｉ Ｇ、 ６
ＦＩＧ、７
ＦＩＧ、８FIG. 1 is a magnetic resonance imaging apparatus incorporating a first local coil device according to the present invention, FIG. 2 is a plan view of the first local coil device, and FIG. 3 is a plan view of the first local coil device. Line 3-
3, and FIG. 4 is a diagram showing a one-way interface circuit of the first local coil device,
FIG. 5 shows the third local coil device of the second local coil device according to the present invention.
FIG. 6 is a partial cross-sectional view corresponding to the cross-sectional view of FIG.
FIG. 7 is a partial view of a fourth local coil arrangement according to the invention incorporating an active interface circuit, and FIG. 8 is a partial view of a fifth local coil arrangement according to the invention. FIG. 9 is a partial view of a sixth local coil arrangement according to the invention having a balanced coil configuration, FIG. 10 is a partial view of a seventh local coil arrangement according to the invention, and FIG. FIG. 11 is a partial view of an eighth local coil device according to the invention. In the figure, 10Fi magnetic field control circuit, 12 strong magnet, 14 gradient magnetic field control circuit, 16 gradient coil, 1st radio frequency transmitter, 2o transmitting coil, 22 central processing unit, 3
0 is an inner conductor, 32 is an outer conductor, 34 is an electrical interconnection means, 36 is an electrical interface circuit, 38fi flexible transmission cable, 40 is a radio frequency receiver, 42 is an imaging device, 44 is a display device, 50 is an opening, 52 is a dielectric insulator, 54 is ground, 60 is a variable capacitor, 62 is an inductor, 64 is a preamplifier, 66 is a junction field effect transistor, 7011'' is a DC source, 72 is a DC bias voltage source, 74 is a decoupling impedance, 76 is a DC blocking capacitor, 78 is a matching capacitor, 80 and 82 are PI
N diode, 84 is a capacitor, 9o and 92 are connection capacitors, 94 is an electrical connector, 98 is a balun, 1
00 indicates a double-gate MO8 field effect transistor, 102 and 104 the gates, 1o6 a decoupling circuit, and 110 a crossed diode pair, respectively. Patent Applicant Vicar International Incorporated FIG, 2 FIG, 6 FIG, 7 FIG, 8
Claims (22)
隣接して内部導体（３０）を配置する段階と、電気的不
連続部分（５０）をその中に有する外部導体（３２）を
前記内部導体（３０）と前記被検物との間に前記内部導
体（３０）と並列に配置する段階と、前記外部導体（３
２）をアースに接続する段階と、前記磁界内の患者の表
面と前記内部導体（３０）とに隣接して置かれた前置増
幅器（６４）に前記内部導体（３０）の少なくとも一端
を接続する段階と、前記前置増幅器（６４）を無線周波
数受信機（４０）と接続させる段階と、前記被検物内の
核の磁気共鳴を励起し、無線周波数磁気共鳴信号が発生
されるようにする段階と、前記内部導体（３０）で前記
磁気共鳴信号を受信し、該磁気共鳴信号を前記前置増幅
器（６４）で増幅し、次いで前記増幅された磁気共鳴信
号を前記受信機（４０）に伝送する段階とからなること
を特徴とする磁気共鳴方法。(1) placing an object under test in a magnetic field; placing an inner conductor (30) adjacent the surface of said object; and an outer conductor (30) having an electrically discontinuous portion (50) therein; 32) in parallel with the inner conductor (30) between the inner conductor (30) and the test object;
2) connecting at least one end of said inner conductor (30) to a preamplifier (64) placed adjacent said inner conductor (30) and the patient's surface within said magnetic field; connecting the preamplifier (64) with a radio frequency receiver (40) and exciting nuclear magnetic resonance within the test object such that a radio frequency magnetic resonance signal is generated. receiving the magnetic resonance signal at the inner conductor (30), amplifying the magnetic resonance signal at the preamplifier (64), and then transmitting the amplified magnetic resonance signal to the receiver (40). A magnetic resonance method comprising the steps of:
鳴装置用局部コイル装置において、前記装置は被検物の
表面に隣接して第１の電流通路を形成する内部導体（３
０）と、該内部導体（３０）と前記被検物の表面との間
に置かれ、その間にあつて少なくとも一つの開口（５０
）をその中に有し、前記内部導体（３０）沿いに、しか
も少なくとも一部分はその周辺に電流通路を形成する外
部導体（３２）と、前記内部導体（３０）ならびに前記
外部導体（３２）の隣接する端部を電気的に接続する接
続手段（３４）と、および前記内部導体（３０）ならび
に前記外部導体（３２）のもう一方の隣接する端部に接
続し、前記導体（３０、３２）を受信機（４０）まで伸
びるケーブル（３８）に相互接続させるインターフェイ
ス手段（３６）とから成ることを特徴とする上記磁気共
鳴装置用局部コイル装置。(2) A local coil device for a magnetic resonance apparatus that receives radio frequency signals from a resonating nucleus, the device comprising an internal conductor (3) forming a first current path adjacent to the surface of the specimen;
0), and is placed between the internal conductor (30) and the surface of the test object, with at least one opening (50) located therebetween.
) and forming a current path along and at least in part around the inner conductor (30); connecting means (34) for electrically connecting adjacent ends of the conductor (30, 32), and connecting means (34) for electrically connecting adjacent ends of the conductor (30, 32); and interface means (36) for interconnecting the cable (38) to the receiver (40).
おいて、前記インターフェイス手段（３６）は整合コン
デンサ（７８）を備えており、前記局部コイル装置と前
記ケーブルのインピーダンスとを整合させることを特徴
とする上記磁気共鳴装置用局部コイル装置。(3) In the local coil device according to claim 2, the interface means (36) includes a matching capacitor (78) to match the impedance of the local coil device and the cable. The local coil device for a magnetic resonance apparatus as described above.
コイル装置において、前記インターフェイス手段（３６
）は少なくとも一つの能動素子（８０、８２）を更に備
えており、前記局部コイル装置を前記ケーブル（３８）
から選択的に減結合することを特徴とする上記磁気共鳴
装置用局部コイル装置。(4) In the local coil device according to claim 2 or 3, the interface means (36
) further comprises at least one active element (80, 82) to connect said local coil arrangement to said cable (38).
The above-mentioned local coil device for a magnetic resonance apparatus, characterized in that the local coil device selectively decouples from the magnetic resonance device.
おいて、前記能動的減結合手段（８０、８２）の少なく
とも一つはＰＩＮダイオード（８０、８２）から成るこ
とを特徴とする上記磁気共鳴装置用局部コイル装置。(5) The local coil device according to claim 4, characterized in that at least one of the active decoupling means (80, 82) comprises a PIN diode (80, 82). Local coil device for resonator.
おいて、前記インターフェイス手段（３６）は前置増幅
器（６４）を備えていることを特徴とする上記磁気共鳴
装置用局部コイル装置。(6) The local coil device for a magnetic resonance apparatus according to claim 2, wherein the interface means (36) includes a preamplifier (64).
おいて、前記前置増幅器（６４）は前記内部導体（３０
）の前記もう一方の端部にそのゲートまたはベースを接
続したトランジスタ（６６）を備えていることを特徴と
する上記磁気共鳴装置用局部コイル装置。(7) In the local coil device according to claim 6, the preamplifier (64) includes the internal conductor (30
), the local coil device for a magnetic resonance apparatus as described above, further comprising a transistor (66) having its gate or base connected to the other end of the transistor (66).
おいて、前記装置は前記内部導体（３０）と前記外部導
体（３２）との間に接続される可変コンデンサ（６０）
を更に備えていることを特徴とする上記磁気共鳴装置用
局部コイル装置。(8) In the local coil device according to claim 7, the device includes a variable capacitor (60) connected between the inner conductor (30) and the outer conductor (32).
The above local coil device for a magnetic resonance apparatus, further comprising:
コイル装置において、前記トランジスタはそのゲートを
前記内部導体（３０）と接続し、そのソースを前記外部
導体（３２）ならびに前記ケーブル（３０）の一方の導
体と接続し、かつそのドレインを前記ケーブル（３８）
のもう一方の導体と接続した電界効果トランジスタ（６
６）であることを特徴とする上記磁気共鳴装置用局部コ
イル装置。(9) In the local coil device according to claim 7 or 8, the transistor has its gate connected to the internal conductor (30), and its source connected to the external conductor (32) and the cable (30) and its drain to the cable (38).
A field effect transistor (6
6) The local coil device for a magnetic resonance apparatus as described above.
において、前記装置は前記ケーブル（３８）の第１の導
体と第２の導体との間に直流バイアスをかける直流バイ
アス手段（７０）を更に備えていることを特徴とする上
記局部コイル装置。(10) In the local coil device according to claim 9, the device includes a DC bias means (70) that applies a DC bias between the first conductor and the second conductor of the cable (38). The above-mentioned local coil device further comprises:
局部コイル装置において、前記装置は前記ゲートとソー
ス間に接続される少なくとも一つのインダクタ（６２）
を更に備えていることを特徴とする上記磁気共鳴装置用
局部コイル装置。(11) In the local coil device according to claim 9 or 10, the device includes at least one inductor (62) connected between the gate and the source.
The above local coil device for a magnetic resonance apparatus, further comprising:
部コイル装置において、前記装置は該装置の内部導体（
３０）と外部導体（３２）との間に置かれる高速度係数
の誘電体（５２）を更に備えていることを特徴とする上
記磁気共鳴装置用局部コイル装置。(12) In the local coil device according to any one of the preceding claims, the device includes an internal conductor (
30) and the outer conductor (32), further comprising a high velocity coefficient dielectric (52).
部コイル装置において、該局部コイル装置の前記外部導
体（３２）は通常半円形であることを特徴とする上記磁
気共鳴装置用局部コイル装置。(13) The local coil device for a magnetic resonance apparatus according to any one of the preceding claims, wherein the external conductor (32) of the local coil device is generally semicircular. Device.
部コイル装置において、前記装置は前記内部導体（３０
）の両端間にあつて該内部導体と直列に接続された少な
くとも一つのコンデンサ（９０または９２）を更に備え
ていることを特徴とする上記磁気共鳴装置用局部コイル
装置。(14) In the local coil device according to any one of the claims, the device includes the internal conductor (30
2.) The local coil device for a magnetic resonance apparatus as described above, further comprising at least one capacitor (90 or 92) connected in series with the internal conductor between both ends of the internal conductor.
部コイル装置において、前記内部導体（３０）と前記外
部導体（３２）とはそれら双方の両端が隣接するように
して一つのループに配列されていると共に前記外部導体
の開口（５０）は前記双方の両端間のほぼ真中に設けら
れることを特徴とする上記局部コイル装置。(15) In the local coil device according to any one of the preceding claims, the inner conductor (30) and the outer conductor (32) are formed into one loop with both ends adjacent to each other. The local coil device is characterized in that the opening (50) of the outer conductor is provided approximately in the middle between both ends of the outer conductor.
部コイル装置において、前記装置は前記開口（５０）に
渡つて前記外部導体（３２）と電気的に接続された一対
の交差ダイオード（１１０）を更に備えていることを特
徴とする上記磁気共鳴装置用局部コイル装置。(16) In the local coil device according to any one of the preceding claims, the device includes a pair of crossed diodes ( 110) The local coil device for a magnetic resonance apparatus as described above, further comprising:
手段と、検査領域における被検物内の核の磁気共鳴を励
起する磁気共鳴励起手段と、および前記共鳴する核から
無線周波数信号を受信するように構成された前記特許請
求の範囲のいずれか一項に記載の局部コイル装置とによ
つて構成されていることを特徴とする磁気共鳴装置。(17) main magnetic field generating means for generating a magnetic field across the inspection area; magnetic resonance excitation means for exciting the magnetic resonance of a nucleus within the test object in the inspection area; and receiving a radio frequency signal from the resonating nucleus. A magnetic resonance apparatus comprising: a local coil device according to any one of the preceding claims;
共鳴装置用局部コイル装置において、前記装置はその両
端間に少なくとも一つのループを形成する内部導体（３
０）と、該内部導体（３０）と被検物の表面との間にあ
つて前記内部導体（３０）の一端の隣接部から前記内部
導体（３０）に沿つて延長する第１の導電部分と前記内
部導体（３０）と前記被検物の表面との間にあつて前記
内部導体（３０）のもう一方の端の隣接部から前記内部
導体（３０）に沿つて延長する第２の導電部分とから成
り、前記第１の導電部分と第２の導電部分との間には間
隙（５０）が形成されているファラデー遮蔽手段（３２
）と、前記内部導体（３０）の一端に接続するゲートと
、前記ファラデー遮蔽手段の第１ならびに第２の導電部
分に接続すると共に伝送ケーブル（３８）を介しては受
信機（４０）に接続するソースと、前記伝送ケーブル（
３８）を介して前記受信機（４０）に接続するドレイン
とから成る第１の電界効果トランジスタ（６６ａ）とを
備えていることを特徴とする磁気共鳴装置用局部コイル
装置。(18) A local coil device for a magnetic resonance apparatus for receiving radio frequency signals from a resonating nucleus, wherein said device comprises an internal conductor (3) forming at least one loop between its ends;
0), and a first conductive portion that is located between the internal conductor (30) and the surface of the test object and extends along the internal conductor (30) from a portion adjacent to one end of the internal conductor (30). and a second conductor located between the internal conductor (30) and the surface of the test object and extending along the internal conductor (30) from a portion adjacent to the other end of the internal conductor (30). a Faraday shielding means (32) comprising a portion, a gap (50) being formed between the first conductive portion and the second conductive portion;
), a gate connected to one end of the internal conductor (30), connected to the first and second conductive parts of the Faraday shielding means, and connected to the receiver (40) via a transmission cable (38). source and said transmission cable (
and a drain connected to the receiver (40) via a first field effect transistor (66a).
置において、前記装置は前記内部導体（３０）のもう一
方の端にそのゲートを接続し、前記ファラデー遮蔽手段
（３２）の第１ならびに第２の導電部分にそのソースを
接続すると共に前記伝送ケーブル（３８）にドレインを
作動的に接続する第２の電界効果トランジスタ（６６ｂ
）を更に備えていることを特徴とする上記磁気共鳴装置
用局部コイル装置。(19) A local coil device according to claim 18, wherein the device has its gate connected to the other end of the internal conductor (30), and the first and second ends of the Faraday shielding means (32). a second field effect transistor (66b) having its source connected to the second conductive portion and its drain operatively connected to said transmission cable (38);
) The above-mentioned local coil device for a magnetic resonance apparatus, further comprising:
置において、前記装置は内部導体（３０）の両端間に接
続される調整可能な可変コンデンサ（６０）を更に備え
ていることを特徴とする上記磁気共鳴装置用局部コイル
装置。(20) The local coil device according to claim 19, characterized in that the device further comprises an adjustable variable capacitor (60) connected across the internal conductor (30). The above-mentioned local coil device for a magnetic resonance apparatus.
置において、前記伝送ケーブル（３８）は一対の同軸リ
ード線を備えていると共に、該同軸リード線を前記第１
ならびに第２の電界効果トランジスタ（６６ａ、６６ｂ
）に相互接続するバラン手段（９８）と、および前記同
軸リード線に作動的に接続し、そこに直流バイアスをか
ける直流電圧電源（７０）とを更に備えていることを特
徴とする上記磁気共鳴装置用局部コイル装置。(21) In the local coil device according to claim 19, the transmission cable (38) includes a pair of coaxial lead wires, and the coaxial lead wires are connected to the first
and second field effect transistors (66a, 66b
); and a direct current voltage source (70) operatively connected to and applying a direct current bias to said coaxial lead. Local coil device for equipment.
手段（Ａ）と、検査領域における被検物内の核の磁気共
鳴を励起する磁気共鳴励起手段（Ｃ）と、および前記共
鳴する核から無線周波数信号を受信するように構成され
た前記特許請求の範囲第１８項から第２１項のいずれか
一項に記載の局部コイル装置とから成る磁気共鳴装置。(22) a main magnetic field generating means (A) that generates a magnetic field across the inspection region; a magnetic resonance excitation means (C) that excites the magnetic resonance of the nucleus within the test object in the inspection region; and the resonating nucleus. 22. A magnetic resonance apparatus comprising: a local coil arrangement according to any one of claims 18 to 21, adapted to receive radio frequency signals from a magnetic resonance apparatus.
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| EP0317090A3 (en) | 1990-09-05 |
| US4839594A (en) | 1989-06-13 |
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